JPS6355025B2

JPS6355025B2 -

Info

Publication number: JPS6355025B2
Application number: JP54156431A
Authority: JP
Inventors: Jei Peisu Saruatoa
Original assignee: Technicon Instruments Corp
Current assignee: Bayer Corp
Priority date: 1979-12-04
Filing date: 1979-12-04
Publication date: 1988-11-01
Also published as: JPS56107154A

Description

【発明の詳細な説明】

本発明は流体試料中のアナライト（analyte）
の同時複数分析を急速に行なうための化学的セン
サから成る集積アレイすなわち配列に関するもの
である。始めに本発明の背景と従来の技術に関する文献
とについて述べる。従来は、複数化学分析が、全血液、プラズマ又
は血清などのような生物学的液体試料について行
なわれている。このような試験は、一般に、米国
特許第2797149号同第3241432号、同第3479141号、
同第3518009号各明細書に示されているような、
連続流れ方式によつて行なわれている。また、イオンアナライトの化学的試験が、米国
特許第4053381号明細書に示されているように、
薄いフイルム材料を使つて自動方式で行なわれて
いる。しかし、血液試験を実施するためには、極めて
多数かつ多種類の試験を行なわなければならな
い。このことは、当然に、それぞれ異なる構造及
び化学的性質の多数の電気化学セルを必要とす
る。各試験を個々に行なうことからは、時間、試
料の大きさ及び金銭上の節約は殆ど得られない。
迅速かつコスト上有効な方法には、流体試料中の
すべてのアナライトの同時分析が必要である。試
料の大きさの減少化もまた強調されなければなら
ず、例えば、小児のような患者に対する血液の必
要量を最小限にとどめるために、血液は数滴又は
それ以下に減らすことが望ましい。各種の血液アナライトの試験に対する集積回路
のアプローチを示唆する装置が米国特許第
4020830号明細書に示されている。この装置の特
徴は、各々が別個のセンサとして計画された電界
効果トランジスタ（FET）から成る集積配列で
ある。これは血液試料の自動試験に至る効果的な
アプローチではあるが、この技法には本質的に或
る欠点が見られる。すなわち、 (a) イオン−セレクチブ型のFETのみが成功裡
に信頼性をもつて示されている。ノンイオニツ
ク・アナライトを測定するように計画すると、
FETの構造は極めて複雑になる。それは電気
化学セルをFETのゲート電極の所に追加する
ことによつて、測定されたドレイン電流に影響
を与えなければならないからである。しかしこ
の測定には、セルFET及び外部の基準電極の
ほかに定電流源を必要とする。 (b) 補足付加物に於ける不安定性は当然にドレイ
ン電極に変動を起させ、従つてアナライトの測
定に誤差を生じさせる。更に、提案された酵素
及び免疫FETはポリマー層を持ち、ここでは、
吸着及びイオン二重層キヤパシタンス変動のよ
うな同時プロセスがFETのゲートに於ける電
界に影響を与えることができる。ゲート区域の
縁には外部からの電界も生じる。これらの効果
によつてもまたアナライトの分析に誤差が生ず
る。 (c) ノンイオニツク・アナライトを測定している
ときの外部基準電極の必要性によつて、FET
アレイの集積化が複雑になる。 (d) FETは帯電分子すなわちイオンを検知する
だけに過ぎない。帯電していないアナライト
は、インタフイヤレンスの無い態様に於てはゲ
ート電圧に影響を与えない。従つて、成功裡に
分析することのできるアナライトは限定され
る。しかし、半導体の製造技術が発達したので、極
めて精密な小型装置が容易にかつ安価に作られる
ようになつた。更に優れた安定性、再現性及び感
度に対する優位が確立されるようになつた。従つ
て、本発明は、２つの技術（電気化学及び半導
体）の最良の特徴を組合わせることによつて、
FETアプローチの欠点及び制限を受けないセン
サの集積化を達成しようとするものである。本発明は、改良された電気化学的センサから成
る超小型化された多機能型の電気化学的集積回路
チツプ又は配列の構造及び製造を企図するもので
ある。この回路チツプは、複数のアナライトの同
時分析を現場実施の形で行なうのに最小量の試料
を必要とするに過ぎない。更にこの回路チツプを
使うことによつて即時分析が可能であり、これは
緊急の際又は患者の寝台のそばで、小型の手持分
析装置又はコンピユータによつて容易に分析又は
読出しをすることを可能にする。この回路チツプ
は比較的安価であるので、使い捨てにすることも
できる。試料は全血液であり得るので、使用者に
よる試料の取扱いは最小限にとどめられる。ま
た、複数のアナライトを同時に分析することがで
きるうえ、しかも最小量の血液試料、例えば１滴
又はそれ以下の流体試料を必要とするに過ぎない
ので、本発明によつて得られる利益は極めて大き
い。次に本発明の概要について述べる。本発明は、複数のアナライトを最少量の試料で
同時に分析するのに使われる、超小型化され多く
の機能を備えた、電気化学的センサから成る電気
化学的集積回路チツプに関するものである。この
回路チツプは、集積配列を形成するように密では
あるが個々別々の関係に配置した複数個のそれぞ
れのセンサを支える基板を備えている。単一の共
通基準電極を形成する従来の集積センサ配列と異
なり、本発明は、各電気化学的センサがそれ自体
の基準電極を備えている場合には、更に信頼度の
高い分析結果が得られるという利点がある。通常
は、各センサに対して個々の基準電極を使うこと
は、構成部品の不必要な二重使用であると考えら
れるであろう。しかし本発明は、比較的簡単に作
ることのできる更にコンパクトなチツプを提供し
ながらも、なおこのような結果に到達することが
できる。この回路チツプは、３つの型の電気化学セルの
うちの任意の１つ又は１つ以上の型の組合わせで
よい。この３つとは(a)電流計測セル、(b)電位計測
セル、(c)動的割合（kinetic rate）計測セルをい
う。電気化学的センサのうちの或るものは、イオ
ンセレクチブであつて、例えばNa⁺又はK⁺のよ
うなイオンを電位差計で計測するのに適してい
る。また他のセンサには、アンペア計又はボルト
計による方法でグルコース、LDHなどの検出を
行なうためにレドツクス反応を計測するのに適し
ているものがある。本発明の１つの実施例に於ては、小さい手持ち
式すなわち手でつかむことができるコンピユータ
を使つて分析し又は読出すと共に流体試料中の複
数のアナライトの計測を表示する。前記米国特許第3020830号明細書に示されてい
るように、半導体技術を使つて集積回路を作るこ
とが従来示唆されているが、各種の従来型の電気
化学的センサから成るこの種の集積回路チツプが
このように構造されたことは最初のことであると
信ずる。更に、本発明は、これらのセンサ部品に
対する構造、性能、信頼性及び便利さについての
改良点を教示するものである。各電気化学的センサはたゞ１つのアナライトに
ついて選択的である。例えば、このような選択性
は、試料中のたゞ１つのアナライトだけに特有な
或る固定酵素を含む第１の多孔性媒質又はゲル層
を各センサに与えることによつて、達成される。
或る場合には、この第１の多孔質層を第２の多孔
性フイルタ層と組合わせて、特定アナライト用の
流体試料を選択的にスクリーンにかける。また他
の場合には、第１の多孔質層がフイルタとして働
らき、所望のアナライトを流体試料から抽出す
る。この第１の多孔質層は、また、特定のアナラ
イトを抽出する物質を含むと共に／又はアナライ
トを多孔性媒体に更によく溶解するようにして、
アナライトがむしろ多孔性媒体の方を流体試料の
それよりも選ぶようにする。障壁又はカプセル化層を回路チツプに施して、
保存寿命を保ちまた環境又は外部汚染に対して保
護をするようにする。或る実施例に於ては、この
カプセル化層を裂きすて式の不浸透性包み又は被
覆物で構成する。また他の実施例では、障壁層
を、汚染を防止すると共に流体試料例えば全血液
中の赤血球の化学分析を妨げる懼れのある高分子
量分子又はその他の粒子を取除くために、半浸透
性フイルタ層で構成する。電気的分離は、配列中の各電気化学的センサを
それ自体の特有の基準電極を持つように計画する
と共に、電気化学的センサを電気的に分離するこ
とによつて、行なうことができる。集積チツプは典型的には次のようにして製造す
ることができる。すなわち、 (a) 基板をプレス形成用粉末アルミニウムで形成
し、電気化学回路用の適当な貫通孔及びインプ
リントを設け、次いでこのプレスされたアルミ
ニウム粉末を焼成する。 (b) 貫通孔を例えば熱分解炭素のような導電物質
で満たす。 (c) 基板の裏面には、従来のフオトレジスト食刻
法を使つて、配線パターンを付着させる。 (d) 基板の表面には、従来のフオトレジスト食刻
法によつてセンサウエルのパターンを形成させ
る。 (e) 一連のマスクを使つて各センサ用の適当な層
を形成させる。これらの層は例えば酵素その他
適当な物質などから成る適当な試薬を含むポリ
マー又はゲルから成るものでよい。 (f) 次いで、チツプ全体をエポキシ又は熱可塑性
被覆によつて保護するが、センサの試料接触区
域は除かれる。 (g) 次いで、センサ上に保護障壁を置く。一般的に云つて、本発明による回路チツプは、
従来のもの以上に次のような有利な点を備えてい
ることが特徴である。すなわち、 (a) この回路チツプは使い捨て式の装置の意図し
予定しているので、従来の電気化学的センサに
関連のあるいわゆるプライヤ・サンプル・メモ
リの問題はない。 (b) この電気化学的センサはその特定の化学的活
動度すなわち活性を安定させるための較正手段
を内蔵するものである。例えばカリウムの計測
の場合、２個の同じようなカリウム検知電極を
単一のセンサ構造に入れ込み、外部基準電極の
要らないような方法で互に異つたモードで使用
する。試料検知電極と組合わされているセンサ
の層は、濃度の低いカリウム・イオン（例えば
1.0ｍEq.／L.）を含んでいるに過ぎない。基準
電極と組合わされている層は濃度の高いカリウ
ム・イオン（例えば5.0ｍEq.／L.）を含んでい
る。カリウム・イオンの濃度の差は試料の導入
に先立つて感度に対するセンサの較正を可能に
するが、他方鑑別的EMF計測手続は試料計測
中の信号のドリフトを最小限にとどめる。もう１つの例を挙げると、BUNの計測用セ
ンサに於て、適当な層を同じように高濃度及び
低濃度のNH₄ ⁺でそれぞれ満たすものとする。
ウレアーゼゲル層により生じた追加NH₄ ⁺の結
果は鑑別信号の変化である。自己較正式センサ
は、また、ゲル層及び電極構造に対して要求さ
れる製造公差を減らすことによつて回路チツプ
の製造を容易にするが、これは電極は現実的に
は決して完全にはマツチしないからである。 (c) 共通基板上に配置されると共に相互に接続さ
れかつ自体の基準電極を備えた電気化学センサ
の内蔵式集積構造は、例えば液間効果、電解液
流動効果及び界面導電現象などのような、他の
マルチプル・センサ配置に共通な効果を取除
く。その上、このような構造は更にコンパクト
で、かつ製造が容易である。 (d) 障壁層又はカプセル化は、回路チツプが環境
的及び外部的汚染を防止することにより長い保
存寿命が得られるようにする。 (e) 雑音源が取除かれるので、信号対雑音特性が
改善される。 (f) 物質をポリマ又はゲル層に限定することによ
つて、化学的ノイズが最小限にとゞめられる。 (g) 基板の共同化、構造材料及び検知エレメント
の小型化によつて、熱及び質量的移動勾配が最
少限におさえられる。 (h) 各回路チツプはスチツプイン式の接続によつ
て小さい手持ち式コンピユータとインターフエ
イスするように作られ、これによつて現場分析
の便宜さ及び可搬性が得られる。 (i) 酵素アナライト測定するためのセンサは、こ
の新しい分析技術に基づいて、新らしい分析方
法及び新しいセンサ構造の特徴をなしている。
ここでは(1)前記酵素反応の反応体を電気的に発
生させてその反応に対する定常状態条件を設定
し、また(2)酵素反応を電気的に監視して反応体
の発生をコントロールしかつ定常状態条件を設
定する。この方法及び装置は、また、試料内の酵素の量
に従つて酵素反応の反応体の濃度をコントロール
して定常状態条件が速やかに得られるようにし、
次いで定常状態条件から反応速度を測定し酵素の
活動度を決定する、という特徴を持つている。この新らしい技術を実行に移すことのできる新
センサ構造は、ゼネレ−テイング電極、モニタリ
ング電極及びこれらの中間に配置した反応媒体を
備えている。定常状態は、試薬形成の割合及び酵
素反応による消耗の割合の結果として得られる。次に本発明の目的について述べる。本発明の目的は、流体試料を分析するのに使う
改良された製品及び装置を得ることにある。更に本発明の目的は、血液アナライト試験用の
新規な製品及び装置を得ることにあり、この場合
前記製品は電気化学的センサから成る配列を持つ
使い捨て式の集積回路チツプを備えたものとす
る。更に本発明の目的は、流体試料中のいくつかの
アナライトを同時に分析するための製品及び装置
を得ることにある。更に本発明の目的は、少量の流体試料を、集積
された多機能的電気化学回路のすべてのセンサ・
サイトを流体試料と同時的に接触させることによ
つて、分析することにある。更に本発明の目的は、可搬性、便宜性及び極端
な経済性を特徴とする血液試験用の改良製品及び
装置を得ることにある。次に本発明を、その実施例につき添付図面を用
いて詳細に説明する。概括的に云うならば、本発明はいくつかのアナ
ライトを含む流体試料を分析するための製品及び
装置に関するものである。本発明は、主として血液分析を対象としこれと
関連させて記載してあるが、センサの化学的性質
を変えることによつて、極めて多種の流体試料を
分析することができることは云うまでもない。第１図、第１ａ図に流体試料分析用の回路チツ
プ１０を拡大して示す。このチツプ１０は手持ち
式のトレイ支え１１内に配置する。チツプ１０及
びトレイ支え１１は両方とも、第１図のはぎ取り
層１２ａの形、或いは第１ａ図の切離し自在のカ
プセル化おおいの形をしたカプセル化障壁層１２
によつてカバーする。この障壁層１２は、第１ａ
図及び第２図の組込み式の半不浸透層又は膜１２
ｃの形のものであつてもよい。この半不浸透膜１
２ｃは、例えば血球のような高分子量分子は粒子
を取除くためのフイルタとしても働くことができ
る。この障壁は、その構造の如何に拘わらず、チ
ツプ１０から汚染物を排除し、チツプの信頼性及
び保存寿命を確保する。回路チツプ１０は、互に
隔てられたセンサ１４から成る配列すなわち複数
個のセンサから成り、平坦な形状又は小型のコツ
プ又は井戸状のくぼみのような構造とし、第２図
に示すように血液の１滴１３をチツプ１０上に受
けることができるようにする。各センサ１４は、
流動性血液試料１３内の特定のアナライトに対し
て特有なものであるように計画し構成する。この
ことは一般に各センサ１４内に特有の反応を始め
る酵素又は触媒を含めることによつて行なわれ
る。各センサ１４に対する特定の化学的性質、試
薬、材料及び構造は、以下に詳細に説明する。チツプ１０用の手持ち式支え１１は、平担な基
面１５及び竪向きのテーパ付きの側壁１６を備え
ている。この側壁１６はチツプ１０を支えるため
基面１５から延び、流体試料１３をチツプ１０及
びセンサ１４と湿潤接触するように向けてやる。
側壁１６は疎水性物質を被覆することができ、試
料閉じ込め構造体として働く。これらの側壁１６
はチツプ回路の周辺及び液体とチツプとの間の接
触の外側の境界を形成している。前記の目的から逸脱しないで、側壁１６で仕切
られた方形の井戸状のくぼみの代りに円形の保持
くぼみを設けるとか或いはチツプの表面と同高の
平らな境界壁で仕切られたくぼみ（図示してな
い）のような別の設計にすることができるのはも
ちろんである。トレイ支え１１とチツプ１０とは少量のすなわ
ち１滴またはそれ以下の試料流体を保持するよう
に作つてある。従つて指１７は直接チツプ１０の
上にかぶせられて血液の１滴１３を直接チツプの
上へ落すように刺すことができる（第２図）。こ
の血液の１滴１３はチツプ１０全体に拡がり同時
に電気化学的センサ１４の全面を濡らす。チツプ
１０は小型にしてあるから最少量の血液試料でセ
ンサ面１８全体をおおう。各電気・化学的センサ１４はその化学反応が動
的速度、電流変化または電位変化として計測でき
るか否かに従つてそれぞれ異つた数の電極２２を
備えている（第５，８及び８ａ図）。各センサ１
４の各電極２２は第７ａ−７ｄ図、８図及び８ａ
図に示すようにチツプ１０の共通の基板の上に位
置させて簡潔かつ作り易い構造にしてある。すべ
ての電極２２を接続した共通の基板２０の反対側
には第８図及び８ａ図に示すように相互連結回路
２４が位置させてある。各センサのすべての電極
２２及び回路２４の受信線すなわち電気的相互結
合部片２５（第８ａ図）のために共通の基板２０
の両面を使うことによつてこの型のチツプ構造に
独特な自足自給のまとまつたセンサ１４の配列が
可能になる。第４図には典型的なセンサ配列を持つチツプ１
０の線図的拡大平面図が示してある。図には16個
のセンサ１４が示してあり、これらのセンサは互
に対称的に間隔を隔てて配置することができる
が、この対称におくことは機能上必要とするもの
ではない。各センサ１４は相互連結回路２４の一
部をなす１群の電気的相互結合部片２５を備えて
いる（第４及び４ａ図）。第６図に示す典型的な
センサ列にあつては各センサ１４用の相互結合部
片２５ａ，２５ｂ，２５ｃ，２５ｄ、etcの数は、
詳しく後述するように、それぞれ互いに結合され
るセンサ１４ａ，１４ｂ，１４ｃ及１４ｄ（第５
及び６図）の型による。相互結合部片２５はそれぞれチツプ１０の端部
２６（第１，３及び４図）から突出ている電気的
接続部２７で終つており、この接続部２７は分析
装置３０のスロツト２９内に位置する電気的スナ
ツプ・イン・コネクタ２８内に嵌めこむようにし
てある。チツプ１０の接続部２７は図示のように
トレイ支え１１から突出ており分析装置３０のス
ナツプ・イン・コネクタ２７内にキー止めするた
めのスロツト３１が設けてある。分析装置３０（第３及び３ａ図）はチツプ１０
の各センサ１４からスナツプ・イン・コネクタ２
８を経て電気的入力を受ける。分析装置３０はキ
ーボード３２と表示装置３３とを持つ手持ちの計
算機でよい。また図示のようにプリント・アウト
（print−out）３４を備えることもできる。キー
ボード３２のあるキー３５を押すとチツプ１０の
特定のセンサ１４に対して問いを発する。そして
他のキー３５は試験の配合、装置の検定、センサ
の検定などのようなプログラムされた順序に従つ
て作用を初めるようにしてある。特定のアナライ
トに対する血液試料１３の分析は選定したキー３
５を押すことによつて初められ、その結果は展示
窓３３に展示される。分析装置３０による信号処
理に関しては第９，１０及び１０ａ図について後
述する。第８図に典型的センサ１４の一部切断斜視図が
示してある。先づ、基板２０は粉末アルミナから
プレス成形したものである。基板２０には各セン
サ１４用の適当な通し孔４０を設けてある。水平
面４１，４５は典型的な電極区域を仕切つてい
る。基板２０の底面４５には相互結合回路２４が
普通の遮光性のエツチング技法によつて位置させ
てある。孔４８には基板２０の両面４１及び４５
間に電気的接続が得られるように熱分解性炭素の
ような導電体材料が詰めてある。熱分解性炭素を
詰めるのは適当な遮蔽技法によつて普通に行われ
る。各センサ１４各電極２２を連結するコネクタ２
５を持つ相互結合回路２４は基板２０の表面４５
上に形成してある。そして相互結合回路２４を保
護するためにエポキシの薄い層４６でおおつてあ
る。上面４１には熱塑性材料の層５０がセンサ１４
を必要な井戸状のくぼみ形に形成するために表面
１６，４０，４２及び４３で仕切つて配置され
る。第７ｂ図に示すように、センサの構造はある
場合熱塑性井戸状のくぼみ形状に先立つて遮光性
の層４４を必要とすることがある。次に、各層５１，５２，５３，５４等を配置す
ることによつて各センサ１４に化学層を形成す
る。各層５１，５２，５３，５４等を配置した後
チツプ１０は、境界６０（第１ａ及び２図）で仕
切つた接触区域１８を除いて、トレイ支え１１を
仕切るエポキシまたは熱塑性材料の層１２ｂを以
て被覆される。次いで、保護用の半透明障害層１
２ｃが血液接触区域１８にかぶせられる。所望に
よりチツプ１０およびトレイ支え１１全体を前述
した引きはがし用不透明層１２ａ（第１図）また
は包装１２ｂ（第１ａ図）でおおつてもよい。第５，６及び７ａ−７ｄ図には４つの相異る基
本的センサの電気化学を説明するようにセンサ１
４ａ，１４ｂ，１４ｃ及び１４ｄの典型的な列が
それぞれ示してある。各センサ１４ａ，１４ｂ，
１４ｃ及び１４ｄはチツプ１０上の他の同様なセ
ンサにもまた分析しようとする他の被分析物に関
しても適用できる電気化学作用を備えている。センサ１４ａは血液試料中のグルコース
（GLU）を測定するセンサの構造を示す。血液中
のグルコースは障壁層１２ｃ及びさらにセルロー
ズのろ過層７０をそれぞれ透過し、それからポリ
マーまたは酵素グルコースオキシダーゼを含むゲ
ル層７１ａ内に拡散する。層７１ａ内でポリマー
層内のグルコースの酵素を触媒とした酸化作用か
ら過酸化水素が生成される。この過酸化水素は層
７１ａを通じて拡散して電極７２ａの表面２２ａ
に達する。過酸化水素の濃度は電極７２ｂ対７２
ｃ及び７２ａ対７２ｃに適用されるような銀対塩
化銀照合電極（以外基準電極と呼ぶ）の＋0.7ボ
ルトで過酸化水素の電気酸化によつて電極７２ａ
に生ずる陽極電流を測定することで監視される。
また代りに全陽極電荷を測定してもよい。層７１
ｂは層７１ａを相似ているが酵素グルコースオキ
シターゼを含有しない。従つてグルコースが層１
２ｃ及び７０を経て層７１ｂ内へ拡散してゆくと
電極７２ｂの電極表面２２で反応は監視されな
い。この電極７２ｂは誤差修正電極として作用す
る。電極表面２２ｂからの信号は微分計測によつ
て電極表面２２ａの信号から差引かれて血液試料
内の他の酸化可能な邪まものを除く。基準電極７２ｃは電極７２ａ，７２ｂのまわり
に環状に延びている（図には断面だけが示してあ
る）。従つて電極７２ｃの表面２２ｃは電極表面
２２ａや２２ｂよりも著しく大きな面積にしてあ
る。それは計測中（電流が流れている間）電圧の
安定を維持するためである。電極７２ｃはセンサ
１４ａの電流を支持する。電極７２ｃの正規の電
位はポリマーまたはゲル（Ag／Cl^-を持つAgCl）
から成る環状の層７１ｃ（これもまた断面だけが
示してある）によつて維持される。基準電極７２
ｃはAg／AgCl電極の１組である。電極７２ａ及
び７２ｂはそれぞれ炭素で作られておりそれぞれ
の線３５に電気的に接続してある。環状の基準電
極７２ｃは炭素または銀を含んでいてもよい。第７図のセンサ１４ｂは血液試料中のLDHを
測定するように設計してある。LDHの測定に使
われる化学作用は血液中の他に酵素アナライトと
同様に動的割合すなわち運動速度が計測されるこ
とを必要とする。過去においてはこの種の動的割
合の計測は常に時間に関係のあるパラメータの計
測を必要としていた。従つて動的割合の計測を得
るためには時に２つまたはそれ以上の読みをとり
或いは連続監視を行う必要があつた。然しセンサ
１４ｂは動的割合計測の新規な方法を使用するた
めに新規な構成にしてある。この新規な方法によ
ると酸素の作用の読みが実質的にすぐに得られ、
只１つの読みを必要とするだけであつて、この電
気化学的センサは精度を変えるような電極表面の
影響を受けることもなければあるいはまた計測中
に電流の流れから生じ、従来よく経験されたゲル
組成の電気−化学的性質の変化を受けることもな
い。さらにまた、酵素反応は後述するようにセン
サの新しい型の電流発生電極によつて作動させら
れるまでは起らない。このセンサ１４ｂは一層正
確で信頼性があり、動的割合すなわち運動速度の
計測を要する酵素アナライトの測定には便利なも
のである。前記の新規な方法の特徴は次のLDH関係酵素
反応における各反応要素の濃度をある与えられた
時間中制御することである：各反応要素が制御されるとある安定した状態が
この延長された時間中に適用される。そしてこの
安定した状態の間における酵素反応の動的割合の
只１つの計測によつてLDH酵素の作用を測定す
る。安定した状態にあるので運動速度が時間と共
に変ることがないから只１つの計測だけでよいの
は明らかである。NAD₊の形成は最大の割合と応
答の正当性を維持するために極めて高い準位に保
たれる。反応を右方に押しやり、返つてくる反応
が監視された前向きの反応に影響するのを防止す
るようにピルバート・トラツプ（pyruvate
trap）が設けてある。このピルバート・トラツプ
というのはピルバート生成物とよく反応するセミ
カルバジド（semicarbazid）を酵素反応層に含
浸させて作るのである。この動的割合計測法はま
た薄いフイルムのほかに他の媒質にも使われる。
この方法は反応要素の量的搬送すなわち流れ割合
と混合とが制御される限りにおいては回分式の試
流分析または連続流れ式分析のいづれにも使うこ
とができる。血液試料のLDHは初めに障壁層１２ｃに浸透
しそれから焼結酸化チタン、酸化錫または多孔質
グラフアイトのような導電性材料の第２の障壁層
８０を通じて拡散させられる。この障壁層８０は
またセンサの対抗のすなわち補助電極として作用
し前述のように導電部片４８によつて回路２４の
線２５に接続してある。LDHは次に酵素基質
（乳酸のような）および補酵素NHDHを含むゲル
層８１に浸透する。この層のNADHは１つのゼ
ネレーテイング電極８２すなわち図示のようにゲ
ル層８１の内部に配置した炭素によつて電気−化
学的にNAD₊に転換される。層８１はまた反応に
よつて生ずるピルバートを捉えるためにセミカル
バジドを含んでいる。電極８２は分析装置３０か
ら線３５および竪方向の導電部片４８を経て所定
の一定電流を受ける。NAD₊の形成割合は前記の
ゼネレーテイング電極８２に供給される所定の一
定電流によつて制御される。この発生割合はゼネレーテイング電極８２の下
方に位置させたモニタリング電極８４によつて計
測される。然し試料のLDHが層８１を経てポリ
マー層８３内に拡散すると、電極８２で発生して
いるNAD₊は酵素を触媒としたラクタート基質と
の接触反応により消費される。電極８４はここで
NAD₊がNADHへ転換し戻される割合を検出す
る。従つて、モニタリング電極８４は転換した
NADの発生割合を検出するわけである。初めの
NAD₊発生割合の電流流れから転換後の電流流れ
は試料中のLDHの作用に正比例している。ポリ
マー層８３もまたセンサ１４ｂの基準電極用媒質
として作用する。各電極８０，８２，８３及び８
４はすべてそれぞれに炭素導電部片４８を介して
それぞれの線２５に電気的に接続してある。モニ
タリング電極８４は分析装置３０に反応の動的割
合の単一の計測または読みであるところの殆どす
ぐの電流または電荷を提供する。基準電極８５は
安定した酸化還元の可能性をはつきりさせるため
にキノン／ヒドロキノンを含むポリマー層８５ａ
で被覆した炭素フイルムから成つている。若し、LDHまたは他の酵素アナライトを古い
方法で一度にいくつもの読みを取つて計測すると
すればセンサ１４ｂはむしろセンサ１４ａに似た
ものに作られるであろう。しかしこの新規な方法
によると、薄膜集積回路に適用されるように、作
るのがむずかしいような構造を必要としない。し
かも１つの読みが安定した状態をつくり出すのに
必要なわずか２、３秒で得られるという顕著な利
点がある。この新規な方法とセンサの構造とによ
れば、血液分析に対する集積回路の研究を従来試
みられたどの装置よりも容易に進めさせる。その
わけは、血液中の多くの酵素がこの研究によつて
容易かつ迅速に分析できるからである。事実、こ
の方法は動的割合（時間に基く必要はない）の測
定に要する電子技術を著しく簡単にし、しかもこ
の測定を行うのに要する応答時間が短かいので測
定がきわめて正確であり信頼できる。また試薬を
意のままに生成できるので、装置をあれこれ動か
す必要がなくて安定性が大きい。すなわち反応は
データを受け入れる準備ができて初めて開始され
る。その結果、層８１内のNADHの部分が貯蔵
中変質しやしないかなどのことはその生成が制御
されているから問題にならない。センサ１４ｃは血液中のK⁺アナライトの測定
に必要なセンサの構成を示している。K⁺は初め
の障壁層１２を過されて出た後、透過性の二次
的かつ随意な障壁／ろ過媒体であるところのセル
ロース製の層９０内に拡散する。センサ１４ｃは
２つの同様なカリウム・センシング電極から成る
双電極センサとして作つてある。右方の電極９５
ａは基準電極として機能する。それは、そのカリ
ウム濃度がゲル層９１ａによつて固定的になつて
おり、従つて左方の電極９５ｂに対して固定的な
半電池電位が提供されているからである。層９１ａは層９１ｂと共にセンサ１４ｃの感度
較正手段を提供している。各層９１ａ及び９１ｂ
はそれぞれ所定のK⁺濃度、但し２つの電極間に
差分電圧信号を設定する濃度を持つ。たとえば、
層９１ａは0.5ｍeq.／ＬのK⁺を、また層９１ｂは
僅かに1.0ｍEq.／ＬのK⁺を持ち、その結果両層
間には理想的には42ｍＶの電圧を生じることとな
る。しかし、実際目的に対してはこの電圧は主と
して製造の不均等性に基因する変動がある。従つ
て双電極９５ａ及び９５ｂは差分計測を行うこと
により試料計測に先立つて実際に感度較正を行う
ことを可能とすると共に計測におけるドリフト及
びオフセツトの問題を解消する。セルローズ層９
０は血液試料をろ過してK⁺イオンだけを下部各
層へ通すようにする。層９１ｂのK⁺濃度を層９１ａのK⁺濃度より低
く設定することにより、試料中のK⁺イオンは層
９１ｂの方へより多く拡散するので、主として電
極９５ｂの電圧の変化によつて試料中のカリウム
イオンの量を表わすことができる。ここで層９１
ａと層９１ｂとのK⁺濃度の相違を非常に大きく
すれば、層９１ａ内への試料カリウムの拡散を非
常に小さくすることができる。たとえば、層９１
ｂが0.1ｍEq.／ＬのK⁺をそして層９１ａが大き
く100ｍEq.／ＬのK⁺を持つようにすると、５ｍ
Eq.／ＬのK⁺を含む試料による電極９５ｂ及び９
５ａの電圧変化はそれぞれ102ｍＶおよび1.3ｍＶ
となる。従つて電極９５ａにおける電圧変化1.3
ｍＶは、補償しないでも0.2ｍEq.／Ｌの分析誤差
を与えるにすぎない。しかし、層９１ａ及び９１
ｂのK⁺の濃度にかかわらず、電極９５ａ，９５
ｂ両方における信号変化をそれらがわずかであつ
ても考慮するように、算法を書き込むこともでき
る。一般に実用的見地からすれば、センサの基準
側は他方の試料センシング側に比べて電圧変化が
大きくない方がよい。基準電極９５ａ直上の層９３ａは、電極９５ａ
に対して安定した酸化還元対を形成するためにシ
アン化第１鉄／シアン化第２鉄を含み、また層９
２ａとの間に安定した界面電位を維持するために
一定濃度のK⁺を含んでいる。層９３ａ上の層９
２ａはカリウムに対して選択的な中性のイオン担
体バリノマイシン（Valinomycin）を含浸させた
ポリ塩化ビニルである。層９２ｂと９３ｂとはそれぞれその対応層９２
ａ及び９３ａと同じ層である。較正層９１ａ及び９１ｂはそれぞれ電極上ある
与えられたまたは所定の距離に保持すればよい。
またその厚さまたは大きさは製作時に注意して制
御すればよい。こうすればセンサに対するキヤパ
シタンスとかインピーダンスのような所定の特性
を確保できる。センサ１４ｄは血液中尿素窒素
（BUN）の分析に必要な構成を表わしている。尿素分析はアンモニウムイオンNH₄ ⁺を検出す
ることによつて行われる。血液中の尿素は障壁層
１２ｃ及びセルローズの障壁層１００に浸透す
る。層１０１ｂはウレアーゼのような固定酵素を
含むポリマーから成つている。この層１０１ｂ内
部では、試料の尿素がウレアーゼによつて炭酸水
素アンモニウムに触媒的に加水分解される。生成
したNH₄ ⁺は中性のイオン担体としてノナクチン
のような構成物質を含有するポリ塩化ビニルの次
の層１０２ｂ内へ拡散し、層１０１ｂと１０２ｂ
との間の界面電位を試料の尿素濃度に伴つて変化
させる。次の層１０３ｂはアンモニウム塩として
導入された電極対Fe（CN）₆ ^3-／Fe（CN）₆ ^4-を含む
ゲルから成る。炭素電極１０５ｂが層１０３ｂの
下にあり、層１０３ｂと接触してNH₄ ⁺センサ１
４ｄに対する試料センシング電極として作用す
る。層１０２ｂ／層１０３ｂにおける界面電位は
シアン化鉄アンモニウム塩の濃度によつて固定さ
れている。電極１０５ａは試料中のNH₄ ⁺による干渉を打
消す電位を与えるための内部基準電極として作用
する。各層１０１ａ，１０２ａ及び１０３ａはそ
れぞれ層１０１ｂ，１０２ｂ及び１０３ｂと、層
１０１ａがウレアーゼを含んでいないという点で
だけ異なる。センサの層１０４ａと１０４ｂとは互いに異な
る既多量のそして所定量のNH₄ ⁺をセンサの感度
を内部的に較正しかつ誤差を補償するために含浸
させてある。これらの各層の作用はセンサ１４ｃ
における較正層９１ａ及び９１ｂの作用と同様で
ある。センサ１４ｃ及び１４ｄのこれらの所定の含浸
をした各層は自身較正を行うものであつて、組付
けの信頼性と正確さを確保するばかりでなく製造
時の公差を寛容にする。このようにして、センサ
の製造は組立較正機能によつて著しく容易にな
る。前記したように、チツプの配列については他の
センサによつて一層多くの試験が行われるであろ
うが、他のセンサはすべてそれらの化学技法が異
つているにもかかわらず前記した４種のセンサ１
４ａ，１４ｂ，１４ｃ，１４ｄの１つと同じ構成
を持つことになるであろう。次のテーブルは計
画した計測可能のアナライトとそれらに対応する
センサ構成との表である。すなわちどのアナライ
トに対するセンサがセンサ片１４ａ，１４ｂ，１
４ｃ及び１４ｄのどれに似ているかを示してい
る。分析中の種種のアナライトに対する固定され
た（immobilized）試薬もまた示してある。

【表】

【表】第１１図に、アナライト（analyte）試験への
インテゴレーデツド・チツプ・アプローチ
（integrated chip approach）の他の実施例を示
す。チツプ１０は、新らしい薄膜センサ・マトリ
ツクス１０ａに取り替えられる。この薄膜セン
サ・マトリツクス１０ａは、共通の基板上に電極
構造、レドツクス層及び較正層をまさしく持つて
いるセンサ１４を備えている。酵素層は欠けてい
る。その代りに、各センサ反応に必要な酵素は、
反応セル又は反応室１１０内に入れられている。
酵素は、重合体ビード１１１又は中空の繊維等の
上に支持されている。又反応室１１０を、この目
的のために多孔性の重合体を入れるように構成し
てもよい。分析下の試料は、矢印１１２で示すように導管
１１３及び弁１１４を経て反応室１１０内へ導入
される。試料の各アナライトは、それぞれ特定の
酸素と反応し、次いで弁１１５、導管１１６を経
てセンサ・マトリツクス１０ａへ放出される。センサ・マトリツクス１０ａの各センサ１４′
は、特定のアナライト酵素反応を前述のように検
出する、すなわち若干のセンサ１４′は、電流、
いくらかの電位及びいくらかの運動速度差を測定
する。各センサ１４′がそれぞれの試料分析を完了し
て後に、反応室１１０及びセンサ・マトリツクス
１０ａはきれいに洗浄される。第１の洗浄液は、
矢印１２１で示すように導管１１７内へ導入さ
れ、弁１１８を経て反応室１１０内へ入る。この
洗液は、重合体ビード１１１にしみ込まされ、矢
印１２２で示すように弁１１９、導管１２０を経
て反応室１１０から放出される。第２の洗浄液
は、反応室１１０を通過させられ、弁１１５、導
管１１６を経てセンサ・マトリツクス１０ａへ連
続的に流出させられる。第２の洗浄液は、セン
サ・マトリツクス１０ａを通過して、各センサ１
４′を清掃し、次いで矢印１２３で示すように導
管１２４を経てセンサ・マトリツクス１０ａから
放出される。当然のことであるが、これ等の弁１１４，１１
５，１１８，１１９は、各種の試料−洗浄サイク
ルを完了するように適当な順序に従つて開放され
閉鎖される。第２の洗浄後に、次の試料は反応室
内へ導入され、同じ処置が引き続いて行なわれ
る。第１２図ないし第１４図に、本発明の薄膜集積
回路アプローチのさらに他の実施例を示す。第１
２図に自動連続分析装置１３０を示す。第１の連
続したエンドレス・ウエブ１３１が貯蔵され、矢
印１３３で示すようにリール１３２から分与され
る。エンドレス・ウエブ１３１は、引張ローラ１
３４を通り過ぎて１対の圧力ローラ１３５の方へ
走行する。第１のエンドレス・ウエブ１３１は、
第１３図に示すようにこのエンドレス・ウエブ１
３１上に付着させた共通の基板層１３６内に配置
した互いに分離した部分的センサ１４０を備えて
いる。各部分的センサ１４０は、それぞれチツプ
１０の各センサ１４ａ，１４ｂ，１４ｃ等に共通
である必要なゲル及び重合体層１４１から成る。
各部分的センサ１４０は、共通の基板１３６上に
順次に配置されるが、多数の部分的センサ１４０
から成る各列１５１を、第１４図に示すようにエ
ンドレス・ウエブ１３１を横切つて配置すること
ができる。第１２図に示すように、第２の連続したウエブ
１５０を、矢印１４５で示すようにローラ１４
６，１４７，１４８，１４９のフレームのまわり
に前進させる。第２のウエブ１５０は、エンドレ
ス・ウエブ１３１の部分的センサ１４０用の対応
する電極構造（図示しない）を備えている。エン
ドレス・ウエブ１３１及び第２のウエブ１５０
が、前進させられて圧力ローラ１３５によつて密
着させられるときに、センサ１４ａ，１４ｂ，１
４ｃ等に類似の構造を持つた１連の完成したセン
サが形成される。圧力ローラ１３５によつて完全なセンサが完成
されるに先立つて、ウエブ１３１又はウエブ１５
０のいずれかが試料分与器１６０を通過する。試
料分与器１６０を、鎖線で示すようにウエブ１５
０の上方に配置する代りに、実線で示すようにウ
エブ１３１の上方に配置するのが好適である。試
料液体の滴が各部分的センサ１４０に分与され、
各種の層１４１にしみ込む。ウエブ１５０の電極が、試料を含浸した酵素の
層から成る媒質１４０に合併するときに、試料の
アナライトは既に反応している。合併したウエブ
１３１，１５０が、図示するように分析器１７０
を通過するときに、各種の信号及び情報が、電極
を介してこの分析器に伝達される。分析器１７０の後部において、つかい果たされ
たウエブ１３１は、矢印１６９で示すように捨て
られる。しかし電極のあるウエブ１５０は、洗浄
場所又は再調整場所１６８を通過させて再循環さ
せてもよい。ウエブ１３１は、各部分センサ１４０又は複数
個の部分センサ１４０の反対側に識別コード１６
１を設けてもよい。この識別コード１６１は、分
析したデータを適当に記録するように、分析器１
７０によつて読み取られる。第９図に、第７ｂ図の酵素センサ１４ｂ用の試
験回路を例示する。補助電極８０及び基準電極８
３ａは、これ等電極間の電圧を制御するための電
位安定化フイードバツク・ループ１８０の一部を
形成する。このフイードバツク・ループ１８０
は、入力電圧V_ioを受け取る増幅器１８１を備え
ている。印加電圧は、ゼネレーテイング
（generating）電極８２において検出される。増
幅器１８１は、補助電極すなわちカウンタ電極８
０を経て電流をゼネレーテイング電極８２に供給
する。センシング（sensing）電極８４は、増幅器１
８２において電圧V_ioだけバイアスされ、電流は
この増幅器によつて監視される。ゼネレーテイング電極から検出される電圧V_s
は次の式により与えられる。 V_s＝V_io−V_Ref センシング電極８４に印加される電圧V_aは次
の式により与えられる。 V_a＝V_io＋V_io′−V_Ref 第１０図及び第１０ａ図に、第３図及び第３ａ
図に示した解析器３０用の計算機構成の略図を例
示する。この計算器は、中央処理装置（CPU）２０５
の制御下にある。この中央処理装置は、記憶装置
２０６に記憶したプログラムからその命令を導出
する。又この記憶装置は、処理した信号を調整す
るための較正データを備えており、作業用記憶域
及び固定記憶装置域にデータを記憶する。中央処
理装置２０５は、センサ信号のすべての算術計算
及び処理を行なう。センサ信号は、第３図に示す
ようにチツプ１０からコネクタ２８を経て分析器
３０へ送られる。信号２０１の初期調節の後に、
これ等信号は、マルチプレクサ２００によつて移
重化され、次いでアナログ・デイジタル変換器２
０２によつてデイジタル形式に変換される。第３
図に示すキーボード３２の特定のキー３５が押し
下げられるときに、このキーは、プロセス・コー
ダ２０３を介して、特有のアナライト分析又は他
の適当なプログラム順序を要求する。次いでチツ
プ１０からの適当な信号がCPUによつて処理さ
れる。次いで処理された信号を、表示装置３３に
よつて表示するか、又は印書装置３４によつてハ
ード・コピーを作るか、或はこれ等の両方を行つ
てもよい。すべての信号は、プロセス・コーダ２
０３の指導下において適当に呼び出され、処理さ
れ、読み取られる。所望ならば、デイジタル・ア
ナログ変換器２０７ａ−２０７ｚの任意のセツト
により、他の周辺装置用のアナログ入力を供給す
る。又コミユニケーシヨン・インタフエース２０
９を、データ・センタにおけるマスタ・コンピユ
ータのような他の計算機に結合するために設ける
ことができる。第１０ａ図に、代表的なセンサ１４からの信号
に対する信号調節を示す。センサ１４からの信号
は、差動増幅器２１０及び較正制御装置２１１に
よつて増幅され、バイアスされ、較正される。次
いで差動増幅器２１０からの出力２０１は、マル
ケプレクサ２００の入力１ないしｎの１つに送ら
れる。多重化された信号は、前述したようにアナ
ログ・デイジタル変換器２０２へ送られる。集積回路チツプを構成するための各種の技術
が、電気技術に従事する人達にはよく知られてい
るが、本発明は、エル・アイ・メイセル（L.I.
Maissel）及びアール・グラング（R.Glang）著、
マグローヒル書店発行（McGraw−Hill Book
Co.）、著作権1970年「薄膜技術便覧（Handbook
of Thin Film Technology）」を参照すれば、一
層よく理解できる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明による完全な基板支持チツプの
斜視図でカプセル化用の層を取除いて示すもの、
第１ａ図は第１図とは異る代りのカプセル化実施
例の側面図、第２図は第１図の基板支持チツプの
切断斜視図で一滴の血液を落下させたもの、第３
図は第２図の基板支持チツプ受け用及びチツプ上
に落した流体の分析用の手持ち式分析装置又はコ
ンピユータの斜視図、第３ａ図は第３図の側面
図、第４図は第１図の典型的チツプ上のセンサ配
列の概略拡大平面図、第５図は第４図に示すセン
サ配列の典型的センサ列の線５−５に沿う拡大断
面図、第６図は第５図に示す典型的センサ列に対
する部分的概略拡大配線図、第７ａないし第７ｂ
図は第５図に示す典型的センサの更に別の拡大断
面図、第７ａ図はカリウム・イオン計測のために
ゲル層内に固定酵素を持つ典型的電流測定セル、
第７ｂ図はLDH計測のための典型的カイネチツ
ク測定セル、第７ｃ図はカリウム・イオン計測の
ためにゲル層内に固定酵素を持つ典型的イオン・
セレクチブ・セル、第７ｄ図はBUN計測用の典
型的電位測定セル、第８図は第４図の典型的セン
サ・アツセンブリーの拡大切断斜視図、第８ａ図
は第８図の電極−基板−回路構造の部分斜視図、
第９図は第７ｂ図に示す酵素センサの出力用コン
デイシヨニング回路の概略電気線図、第１０図は
第３第３ａ図の分析装置用概略電気線図、第１０
ａ図は第１０図の回路の一部分に対する更に詳細
な概略図、第１１図は第４図に示すチツプの変型
チツプを使つて流体を分析するのに使う連続流れ
方式の概略図、第１２図は複数の流体分析センサ
を形成するために薄いフイルムを使う連続方式の
概略図、第１３図は第１２図に示すフイルムの拡
大断面図、第１４図は第１３図に示すフイルムの
拡大平面図である。１０……回路チツプ、１１……トレイ支え、１
２……保護障壁すなわち障壁層、１３……流体試
料たとえば血液試料、１４，１４ａ，１４ｂ，１
４ｃ，１４ｄ……電気化学的センサ、１５……１
１の基面、１６……１１の側面、２０……基板、
７２ｃ……基準電極、８２……ゼネレーテイング
電極、８４……モニタリング電極、１１０……反
応セル、１１１……重合体ビード又は中空の繊
維。

Claims

【特許請求の範囲】１流体試料中の異なるアナライトの濃度を分析
するために共通の基板上に支持した別別の電気的
に隔離された電気化学的センサの配列と各センサ
へのアクセスを可能とする電気的手段とを含んで
成り、センサのうちの少なくとも１個は、 (イ) ある定めた濃度の分析対象アナライトそれ自
体を、またはこのアナライトと反応して反応生
成物を生成する反応体とある定めた濃度の該反
応生成物とを、含む第１の電極層、および (ロ) 第１の電極層とは異なるある定めた濃度の前
記アナライトそれ自体を、または第１の電極層
とは異なるある定めた濃度の前記反応生成物
を、含む第２の電極層を電気的に並列に配置して成る較正手段内蔵型セ
ンサであることを特徴とする、流体試料中の複数種のアナラ
イトの濃度を分析するための装置。２電気的手段として、別別のセンサにアクセス
すると共に基板の端縁部分まで延びて差し込み型
のコネクタを形成するように基板上に配置した電
気導体をもたせた、前項１に記載の装置。３コネクタとして、基板上に印刷して成るもの
を形成した、前項２に記載の装置。４コネクタとして、基板上に印刷したセンサ用
電極と電気的に導通するように印刷したものを形
成した、前項３に記載の装置。５コネクタとして、少なくともある定めたセン
サに対応する分析手段のもつスナツプインリセプ
タクル内に受け入れ可能なように印刷したものを
形成した、前項３に記載の装置。